UNIVERSIDADE DE SÃO PAULO
FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE RIBEIRÃO PRETO
Rodrigo Galo
EFEITO DA TRIBOCORROSÃO
EM MATERIAIS
ODONTOLÓGICOS METÁLICOS
Orientador: Profa. Dra. Maria da Glória Chiarello de Mattos
RIBEIRÃO PRETO
UNIVERSIDADE DE SÃO PAULO
FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE RIBEIRÃO PRETO
EFEITO DA TRIBOCORROSÃO
EM MATERIAIS
ODONTOLÓGICOS METÁLICOS
Rodrigo Galo
Tese apresentada à Faculdade de Odontologia
de Ribeirão Preto, Universidade de São Paulo,
para obtenção do título de Doutor em
Reabilitação
Oral
pelo
programa
de
Reabilitação Oral, sub-área Reabilitação Oral.
Orientador: Profa. Dra. Maria da Glória Chiarello de Mattos
RIBEIRÃO PRETO
FICHA CATALOGRÁFICA
Preparada pela Biblioteca Central e Campus Administrativo de Ribeirão
Preto USP
Galo, Rodrigo
Efeito da tribocorrosão em materiais odontológicos
metálicos
Ribeirão Preto, 2008
182 p: il, 30 cm.
Tese de Doutorado, apresentada à Faculdade de
Odontologia de Ribeirão Preto/USP, Depto. de Materiais
Dentários e Prótese. Área de concentração – Reabilitação
Oral, opção Reabilitação Oral
Orientadora: Mattos, Maria da Glória Chiarello de
EFEITO DA TRIBOCORROSÃO EM MATERIAIS
ODONTOLÓGICOS METÁLICOS
UNIVERSIDADE DE SÃO PAULO
Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto
Data da Defesa: / /2008
BANCA EXAMINADORA
Prof(a). Dr(a).: ________________________________________
Julgamento:_____________ Assinatura:____________________
Prof(a). Dr(a).: ________________________________________
Julgamento:_____________ Assinatura:____________________
Prof(a). Dr(a).: ________________________________________
Julgamento:_____________ Assinatura:____________________
Prof(a). Dr(a).: ________________________________________
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GALO, R. Efeito da Tribocorrosão em Materiais Odontológicos Metálicos. 2008. 182 p. Tese de Doutorado – Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto, Universidade de São Paulo, Ribeirão Preto.
A degradação de materiais metálicos odontológicos é um processo comum, que normalmente acontece devido à ação de solicitações mecânicas e/ou devido à degradação por parte do ambiente fisiológico em que o material está inserido (saliva humana). Adicionalmente, os materiais metálicos odontológicos estão muitas vezes sujeitos, nas zonas de contato com o elemento dentário ou nas zonas de contato metal/porcelana, a movimentos (devido essencialmente às cargas de mastigação) e a solicitações químicas (ambiente da cavidade bucal). Nestas condições, os materiais metálicos odontológicos estão inseridos num sistema de tribocorrosão, que suscita um processo de degradação complexo podendo levar à falha. No entanto, o filme passivo que naturalmente cresce na superfície metálica do material odontológico, pode ser danificado ou mesmo destruído durante a inserção da prótese, por abrasão do metal com o dente ou com outros materiais. Assim como os materiais dentários restauradores, os dentes estão sob exigências mecânica e química/eletroquímica, e possível efeito de sinergismo da ação combinada da corrosão e cargas mecânicas podem, em algumas circunstâncias, levar à degradação dos dentes e/ou de materiais restauradores. Neste trabalho é estudado o comportamento da corrosão e da tribocorrosão de materiais restauradores atualmente utilizados na prática odontológica (NiCr, NiCrTi, CoCr e Ticp). Os testes foram conduzidos em solução de saliva artificial preconizada por Fusayama. Testes eletroquímicos foram empregados para investigar o comportamento corrosivo dos materiais. Testes de tribocorrosão foram efetuados na configuração de deslizamento linear alternativo, na presença da solução de saliva artificial, em contato com o dente natural. As cargas normais utilizadas foram: 3N e 10N. Nos testes movimento linear alternativo, foram impostas duas diferentes condições electroquímicas: OCP e controle potenciostático na região passiva da curva de polarização (500 mV). Adicionalmente, com o objetivo de obter informação mais detalhada sobre as características do filme passivo original assim como do filme passivo formado após os testes tribocorrosão, foram efetuados testes de Espectroscopia de Impedância Electroquímica (EIS), antes e depois do desgaste mecânico. A superfície mecânica, as propriedades estrutural e química dos materiais estudados, o dente e a superfície utilizada foram avaliadas por
MEV/EDS/AFM. Baseado nos resultados obtidos é possível observar que a
introdução de Ti na liga de NiCr resultou em um comportamento distinto, que essencialmente pode ser atribuído às características do filme passivo formado na superfície do material e pelo movimento cinético de re-formação do filme em cada
ciclo de deslizamento. O Ticp apresentou excelente resistência à corrosão durante
GALO, R. Effect of tribocorrosion in dental materials. 2008. 182 p. Tese de Doutorado – Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto, Universidade de São Paulo, Ribeirão Preto.
Dental material degradation is a common process usually caused by mechanical stress and/or by the physiological environment (human saliva) that surround the material. These types of dental material are frequently submitted to movements at the contact region with teeth or at the metal/porcelain interface (due to the transmitted mastication loads) and chemical solicitations (oral environment). Such dental material becomes part of a tribocorrosion system, which may undergo a complex degradation process that can lead to dental materials failure. Additionally, the passive film, which naturally grows on the metallic surface, can be scratched or destroyed during the prosthesis insertion by abrasion with tooth and other materials. Thus as restorative dental materials, the teeth are under complex demands from a mechanical and chemical/electrochemical point of view, and the possible synergism effects caused by the combined action of corrosion and mechanical loading may, in some circumstances, lead to the degradation of the materials and/or teeth. In this research, the corrosion and tribocorrosion behavior of restorative materials presently used in the dental practice (NiCr, NiCrTi, CoCr and Ticp) is studied. Tests were conducted in Fusayama modified artificial saliva solution. Electrochemical tests were applied to investigate the corrosion behavior of the materials. Tribocorrosion tests were conducted in the reciprocating sliding configuration in the presence of the saliva solution and in contact with natural teeth. Normal load were 3N and 10 N. In reciprocating tests, two different electrochemical conditions were imposed: OCP and potentiostatic control in the passive region of the polarization curve (0.5 V). Also, to obtain more detailed information on the characteristics of the original and reformed passive film, EIS measurements were made before and after the mechanical damage. In both cases, all metallic samples and teeth were characterized by SEM, EDS, and AFM techniques. Based on the results a detailed discussion of the tribocorrosion mechanisms is done. In particular it could be observed that the introduction of Ti in the NiCr alloy resulted in a distinctive behavior, which could be essentially attributed to the characteristics of the passive film formed on the surface
of each material and to the re-forming kinetics of the film in each sliding cycle. The
Sumário
Resumo
XIV
Abstract
XVI
I.
Introdução
01
1. Introdução
02
1.1. Degradação Química
03
1.2. Degradação Mecânica
10
1.2.1. Do material restaurador metálico
10
1.2.2. Do dente (antagonista)
14
1.3. Tribocorrosão
18
1.4. Proposição
30
1.5. Referências
30
II.
Capítulo 1
43
Resumo
44
1. Introdução
45
2. Materiais e Métodos
47
2.1. Preparação dos corpos-de-prova
47
2.2. Teste Eletroquímico
47
2.3. Teste de Tribocorrosão
50
2.4. Análise Estatística
53
3. Resultados e Discussão
53
3.1. Caracterização do Material
53
3.2. Medidas Eletroquímicas
54
3.3. Tribocorrosão
62
3.3.2. Teste de Desgaste Mecânico
70
4. Conclusão
80
5. Referências
81
III.
Capítulo 2
87
Resumo
88
1. Introdução
89
2. Materiais e Métodos
91
2.1. Preparação dos corpos-de-prova
91
2.2. Testes Eletroquímicos
93
2.3. Teste de Tribocorrosão
94
2.4. Análise estatística
97
3. Resultados e Discussão
97
3.1. Caracterização do Material
97
3.2. Medidas eletroquímicas
98
3.3. Tribocorrosão
103
3.3.1. Corrente Anódica
103
3.3.2. Regime de Tribocorrosão – Eletroquímico
104
3.3.3. Regime de Tribocorrosão - Tribológico
114
3.3.4. Caracterização do filme passivo antes e depois do
ensaio mecânico
125
3.3.5. Desgaste do contra-corpo (Antagonista)
131
4. Conclusão
139
5. Referências
142
III.
Discussão Geral
147
Referências
154
IV.
Conclusão Geral
157
1. Introdução
A Odontologia atual oferece ao paciente estética agradável, produzindo em
larga escala, diferentes tipos de materiais, com a finalidade de encontrar um
material que alcance não somente a estética desejada, como também proporcionar
confiabilidade ao material selecionado.
Existe a preocupação no uso dos materiais odontológicos, principalmente
quanto ao risco de falhas, sendo que os materiais metálicos odontológicos não são
uma exceção. Dentre as deficiências que levam as falhas, as mais comuns são a
biocorrosão, fadiga, fraturas, desgaste, alergias aos metais, entre outras, podendo
estar relacionadas a aspectos mecânicos-biomecânicos, químico-bioquímicos, ou a
associação de ambos [1]. No caso do fenômeno de corrosão e desgaste ocorrerem
em simultâneo, um sistema de tribocorrosão é criado, que promoverá um complexo
sinergismo dos processos.
Os principais materiais empregados na reconstrução do sorriso são os
materiais metálicos, e um dos grandes desafios da odontologia moderna é
aumentar a longevidade clínica dos trabalhos protéticos metálicos. As qualidades
dos materiais metálicos odontológicos são determinadas pelos seus aspectos
biológicos (interação com as estruturas bucais), estruturais, físicos e tecnológicos.
Entre estes critérios, a resistência à corrosão é sempre considerada o fator principal
a ser observado, porque dela deriva a sua resistência à fratura e a estética da
reabilitação oral [2,3].
Contudo, nestas condições, em que uma liga metálica é utilizada na
reabilitação oral do paciente, levando em consideração os mecanismos descritos
de mastigação. E compreender a destruição e a reestruturação do filme passivo
pode ser uma informação importante sobre o sistema tribo-químico.
1.1 Degradação química
A corrosão pode ser descrita como a deterioração da matéria por ação
agressiva do ambiente (atmosfera e fluídos bucais), mas em um sentido preciso,
não é meramente um depósito superficial de matéria, mas sim uma deterioração
por reação com o meio ambiente. O termo corrosão quando utilizado para metais
tem um mecanismo de ação sempre químico [4] ou eletroquímico [2,3] e todos os
materiais metálicos odontológicos estão sujeitos ao processo de corrosão,
principalmente quando presentes no ambiente tão instável como o da cavidade
bucal. A resistência à corrosão é uma propriedade importante que deve ser
verificada nos materiais odontológicos, por interferir em propriedades como
resistência à fratura, ductibilidade, dentre outras.
O ambiente bucal contribui muito para que a corrosão se instale onde ocorre
flutuação de temperatura, presença de umidade, grande mudança de pH devido à
dieta, variações na presença de oxigênio e decomposição dos elementos,
contribuindo para deterioração dos materiais. Esse processo de corrosão pode ser
contínuo durante um determinado tempo, nos quais íons são removidos com a
abrasão dos alimentos, líquidos e com a escovação [3].
Embora o pH normal de saliva varia de 6,8 a 7,2 [5], quando um indivíduo
ingere algum carboidrato, a cavidade bucal produz ácidos orgânicos, resultando em
pH ácido (ao redor de 4,5). Como resposta a este fenômeno, o fluxo de salivar é
aumentado, que fornece íons de bicarbonato que aumentarão o pH bucal ao nível
diretamente por qualquer tipo de alimento ingerido. Assim, produtos ácidos tais
como limonada e refrigerantes levam a uma diminuição do pH bucal sem o
envolvimento de microrganismos [6].
A saliva humana é composta principalmente por água (99,5%), proteínas
(0,3%) e substâncias inorgânicas (0,2%). A fração inorgânica da saliva contêm os
elementos usualmente encontrados nos fluídos corporais (sódio, potássio, cloretos,
e bicarbonato), mas a diferença está na concentração hipotônica da saliva [7]. A
quantidade/qualidade e a composição da saliva humana depende de muitos fatores,
i.e., a velocidade do fluxo [8], tipo e tamanho da glândula salivar [9], duração e tipo
de estímulo, dieta, medicamentos, idade, sexo e tipo sangüíneo [10] e estado
fisiológico [11]. A saliva contém diferentes componentes que freqüentemente
dificultam determinar corretamente quais elementos representam verdadeiramente
a saliva, e como resultado de metabolismo bacteriano, a composição da saliva
altera-se com o tempo [7]. Contudo, a padronização da composição da saliva é
importante, principalmente quando utilizada como material de pesquisa uma vez
que empregando-se metodologia não padronizada contribui para a alta variação
dos resultados.
Um fator que não deve ser esquecido é a capacidade tamponante da saliva,
que envolve bicarbonato (HCO
-3), fosfatos, e proteínas do sistema tamponante.
Assim, a salivação durante a ingestão de alimentos e a mastigação tem ação
principal voltada para o bicarbonato, baseado no equilíbrio na Equação 1,
neutralizando a cavidade bucal. Os fosfatos e as proteínas possuem contribuição
menor na capacidade tamponante. O fosfato é, em particular, análogo ao sistema
de bicarbonato, mas sem a mesma importância no equilíbrio bucal, e está
relativamente independente na velocidade de secreção salivar [12].
HCO
A constante variação do pH pode levar a toxicidade e alergias à cavidade
bucal, devido à corrosão dos materiais metálicos pelos fluídos salivares. Em alguns
casos, atuando diretamente na liberação dos íons metálicos [13].
A.M. Al-Mayouf et al., 2004 [14] estudaram o efeito de diferentes pHs no
comportamento corrosivo de ligas de Ti para implante, com pHs variando entre 7,2
e 3, em diferentes concentrações de NaF. Observaram que na ausência de NaF, o
Ti diminuiu a tendência à corrosão. Entretanto, quando 0,01M de NaF é adicionado
à solução de saliva artificial é observado aumento na tendência à corrosão,
especialmente em pH de 3.
A alternativa no estudo de materiais metálicos odontológicos é a utilização
de soluções de saliva artificial, e a sua aplicação em estudos datam de 1931,
quando Souder e Sweeney [15] estudaram as restaurações de amálgama. Várias
modificações ocorreram na formulação da saliva artificial [16-19], mas foi a
formulação de Fusayama de 1963 que obteve maior proximidade com os valores
obtidos em teste com saliva natural [20].
Outro fator importante é a composição química das ligas ou a microestrutura
apresentada na superfície do material que podem acentuar a corrosão. O efeito da
corrosão pode ser observado em amplitude maior em áreas específicas, algumas
vezes até na mesma prótese, devido a presença de uma estrutura heterogênea,
que faz com que algumas áreas resistam melhor à corrosão do que outras [21].
A corrosão das ligas metálicas odontológicas pode resultar em efeitos
biológicos, funcionais e estéticos. Além disso, o processo de corrosão libera íons
metálicos que podem entrar em contato com as células e tecidos adjacentes, e
serem distribuídos pelo corpo por intermédio de vasos sangüíneos, podendo
alcançar órgãos distantes. Os íons metálicos podem não apresentar
liberações de íons metálicos gerados pela corrosão são dependentes de várias
características como aspereza superficial, grau de oxidação, velocidade de mistura
da solução à temperatura média, potencial da liga e presença de inibidores [26-28].
Quando se considerar os tecidos funcionais bucais, a dissolução dos íons
metálicos causada pelo processo de corrosão pode diminuir muito as propriedades
da liga, em casos mais avançados podem resultar em falência da prótese, com
fraturas e quebras da estrutura metálica [3,29]. Ao considerar a estética, a reação
de corrosão pode produzir compostos químicos que resultam em manchas na
superfície do metal e até manchamento de tecidos que margeiam a prótese [3,29].
A liberação de elementos das ligas metálicas na cavidade bucal depende da
cinética e estado químico do material metálico odontológico, sendo essencial na
avaliação de possíveis efeitos sistêmicos e locais. Além disso, os estados
físico/químicos dos produtos de corrosão liberados na cavidade bucal, e.i. estado
de valência, forma das partículas, união com proteínas, dentre outros, modificam a
reação final do elemento no organismo do indivíduo [30].
As reações teciduais na cavidade bucal em contato com o material metálico
estão relatados na literatura. Metais como o níquel ou o cobre liberam íons
produzindo toxicidade em forma de inflamação gengival [31], podendo ser o
responsável pela descoloração e hiperplasia gengival [32]. As reações alérgicas
foram também relatadas quando da utilização de materiais metálicos odontológicos
[33]. Mjör and Christenses [34] relataram um controle de 335 paciente com próteses
à base de níquel-cromo, em que 23 pacientes tiveram reações moderadas, e dois
reações severas ao material.
O primeiro passo na compreensão da toxicidade do material metálico
restaurador é a análise do potencial tóxico do íon metálico, por meio da cultura
celular [35]. Os resultados para as ligas à base de Ni (níquel) ainda são muito
tóxicos e de causar inflamações gengivais, em pacientes com excelente higiene
oral [36]. Entretanto, nos testes citológicos, os íons Ni obtiveram baixa atividade
tóxica, e os autores concluíram que a resposta tóxica do Ni pode estar relacionada
a diferentes sinergismos in vivo com outros metais, assim como efeito antagonista,
o que não ocorreu “in vitro” [37].
Muitas ligas foram estudadas, quanto a capacidade de corrosão, como as
com alto teor de ouro, que possuem uma boa resistência à corrosão [38], quando
comparadas a outras ligas como as de amálgama, níquel – cromo (NiCr), cobalto –
cromo (CoCr). Assim, deve-se levar em consideração o teste de corrosão em
Odontologia, para avaliar o metal quanto a sua capacidade de resistir melhor à
corrosão sem que cause danos à estrutura ou aos tecidos bucais adjacentes à
prótese [39].
Um dos primeiros relatos em relação ao comportamento de ligas metálicas
na cavidade bucal foi Espevik, 1978 [40], que pesquisou “in vitro” a corrosão de
ligas metálicas para utilização em Odontologia. As ligas utilizadas foram à base de
Ni puro, CoCr e NiCr. O estudo foi realizado em saliva artificial durante 2 meses e
após este período foi determinada a concentração de íons liberados. Os resultados
indicaram que a quantidade de íons liberados na saliva artificial eram fortemente
dependente da quantidade de Cr presente na composição da liga, e quando a
porcentagem em peso de Cr estava acima de 16%, foi observada uma pequena
área corroída indicando que o ataque corrosivo era localizado, tendo ocorrido
somente em áreas que deixavam exposto o Cr na superfície.
Diversos autores estudaram variações nas concentrações de elementos na
produção de ligas metálicas, na tentativa de se formular uma liga ideal com
características de melhorar fluidez e de formar camadas de óxidos que impeçam a
pesquisaram a formulação de ligas para alcançar excelentes propriedades como,
biocompatibilidade, resistência à corrosão, à fratura e facilidade em se trabalhar.
Reclaru, Meyer 1995 [42] avaliando a resistência à corrosão de 51 ligas
odontológicas por meio da análise das curvas de polarização, revelou que as ligas
para uso na confecção da porcelana, em elevadas temperaturas, tiveram melhores
respostas para a resistência à corrosão (2,58 mC em média), enquanto as outras
tiveram em média 2,83 mC. Os elementos Cu, Ag e Ni reduziram a resistência à
corrosão de ligas a base de Au e as ligas que possuíam menor número de metais
em sua composição tiveram melhor resposta aos ensaios de corrosão.
Lucas et al., 1991 [43] estudando a caracterização de duas ligas, sendo uma
de CoCrMo e a outra de NiCr, observaram que a corrosão variava, e que as ligas
de CoCrMo tiveram uma capacidade maior de resistir à corrosão em comparação
às ligas de NiCr, sendo que a vantagem que estas ligas apresentaram em relação
às demais foi a presença de Mo em sua composição o que gerou resistência maior
à degradação. Além disso, Luthy et al., 1996 [44] verificaram que as ligas de NiCr
possuem menor resistência à corrosão devido a presença do Ni, que afetou as
estruturas da prótese parcial removível, mostrando que a presença de um elemento
pode ser determinante nas propriedades finais de uma liga metálica.
Contudo, Chern et al., 1996 [45] demostraram que a variação do mesmo
elemento na constituição da liga altera a resposta à corrosão e as propriedades
mecânicas do material, pois estudaram a resistência à corrosão de três ligas de
NiTi, contendo 18, 25 e 28,4 % em peso de Ni, em solução fisiológica de Hank’s. Os
resultados indicaram que Ti e Ti2Ni eram as duas maiores fases em todas as três
ligas estudadas. A média relativa de Ti2Ni aumentou com conteúdo adicional de Ni.
Os autores verificaram que a dureza da liga também aumentou com adição do Ni.
Considerando-se todas as ligas estudadas, ainda sabe-se pouco sobre as
comportamento na cavidade bucal quanto à variação de temperatura, variações de
pH e da dieta.
Uma das características das ligas de titânio é que quando em presença do
ar há a formação de uma camada de óxido aderente à superfície de 10 nm de
espessura, que confere uma excelente resistência à corrosão em temperatura
ambiente [46]. Dentre as vantagens apresentadas pelo titânio, além de possuir
excelentes propriedades mecânicas, é apresentar-se como biomaterial. Entretanto,
os materiais odontológicos são submetidos a fadiga, como a mastigação, que
promove degradação mecânica, e destruição desta camada de óxido aderente,
expondo novamente o material “ativo” ao meio bucal.
Biomaterial pode ser definido como um material utilizado em dispositivos
médico-odontológicos, que interagem com o sistema biológico [47]. A
biocompatibilidade do titânio envolve aspectos físicos, químicos, biológicos e de
designer, sendo que esta biocompatibilidade é requerida quando o biomaterial está
em contato com o tecido orgânico. O material não sendo biocompatível, reações
tóxicas podem ocorrer e, conseqüentemente, infecções ou inflamações podem
ocupar espaço no corpo humano [48].
O titânio comercialmente puro (Ticp) e as ligas de titânio apresentam baixo
grau de toxicidade, quando comparadas com outros biomateriais comumente
utilizados na prática odontológica, como em estruturas produzidas com Be, que
apresentam alta toxicidade [4,49,50]. Em suma, o biomaterial deve possuir
longevidade clínica resistindo ao meio bucal.
O titânio possui uma excelente resistência à corrosão, exceto quando
submetido a alguns ácidos, principalmente sulfúrico, fosfórico, e em algumas
soluções que contém o íon flúor [47]. A formação da camada de óxido protetora,
dissolução, afetando a resistência à corrosão do material. A dissolução do filme
passivo assim como, o processo corrosivo são dois mecanismos de liberação de
íons para o corpo. Os íons liberados pelo material tornam-se um processo crítico,
produzindo efeitos adversos no sistema corrosivo formado na cavidade bucal [51].
Ao mesmo tempo, a corrosão pode promover um aumento na rugosidade da
superfície e um enfraquecimento da restauração com a liberação dos elementos
metálicos, afetando principalmente o titânio. Cai et al., 1999 [52] estudaram o Ticp
com diferentes condições de superfície, utilizando a técnica de polarização anódica
e teste de imersão, sugerindo que a rugosidade e a presença de superfície reativa
afetam o Ticp.
Huang 2002 [53] observou a formação de uma camada de proteção,
conhecida como o filme passivo, contendo Ni(OH)2, NiO, Cr2O3 e MoO3 na
superfície das ligas de NiCr. A resistência ao “pit” e a taxa de passivação foram
estatisticamente diferentes nas diversas ligas de NiCrMo. As ligas que possuíam
maior concentração de Cr (aproximadamente 21%) e Mo (aproximadamente 8%)
tiveram maior taxa de passivação e curva de polarização e foram imunes às
corrosões por “pit”, devido à presença desta alta concentração de Cr e Mo,
formando assim uma camada protetora. Foram testadas ligas contendo titânio, com
uma porcentagem de 4% em massa, e foi observado que não afetou a resistência à
corrosão destas ligas.
1.2 Degradação mecânica
Desgaste é um fenômeno que ocorre quando duas superfícies entram em
contato, por meio de fenômenos mecânicos ou químicos, resultando na perda de
material da superfície [54]. Existem vários mecanismos de desgaste, dentre estes
pode-se citar quatro principais: desgaste adesivo, desgaste abrasivo, fadiga
superficial e desgaste triboquímico.
Na prática, o mecanismo de desgaste se caracteriza por diferentes tipos de
situação, em que um material mais duro “sulca” ou deforma um material mais
macio. O processo é determinado como desgaste abrasivo (dois corpos ou três
corpos) quando uma superfície desliza sobre outra e o material duro corta o
material mole, resultando em perda de estrutura. No desgaste adesivo ocorre
quando a fricção gerada pelas duas superfícies em movimento causa uma
soldagem a frio local entre as partículas na superfície, e assim pequenas estruturas
são deslocadas, podendo ocorrer mesmo na ausência de matéria dura ou meio
reativo [55]. O desgaste por fadiga é resultado de falhas, com surgimento de
rachaduras que se propagam pelo material, gerando a separação da partículas pela
superfície [56,57]. Por fim o triboquímico, que envolve a associação de fenômenos
químico e mecânico, produzindo perda de material [58].
O mecanismo tribológico depende de vários parâmetros estruturais, dos
quais os principais são a rugosidade da superfície, lubrificação e a conformação da
malha estrutural do material metálico estudado. Os estudos do desgaste produzem
surpreendentes revelações nas pesquisas sobre a engenharia da superfície de
materiais e a aplicação no exercício de uma determinada função [59].
Um dos requisitos básicos dos materiais odontológicos é apresentar
resistência ao desgaste. Uma alta resistência ao desgaste contribui para aumentar
a longevidade clínica do material e, assim, manter a estética e a função do
dentário, dentre outros efeitos. Além disto, o desgaste é freqüentemente
mencionado na literatura como possível causa da produção de disfunção nas
articulações têmporo-mandibular (DTM), devido ao desgaste da superfície oclusal
do dente ou da restauração, assim como na produção de dores musculares e
doença periodontal [60-61].
Muitos testes “in vitro” estão direcionados para diferentes propósitos. Alguns
são extremamente simples, enquanto outros são complexos na tentativa de
reproduzir o meio bucal e os movimentos da mastigação [62]. Dentre os testes, o
desgaste por dois corpos (Figura 1A) emprega movimentação relativa entre a
amostra e a superfície abrasiva, existindo larga variação de geometrias de contato
e de materiais abrasivos (antagonista). Os mais comumentes utilizados são:
pino-disco, pino-mesa, pino-cinta, e pino-tambor [62], sendo que o pino-disco é o mais
empregado, podendo a amostra ser o pino ou o disco [63-64]. Os testes com o
terceiro corpo (Figura 1B) exigem condições mais sofisticadas, em que um terceiro
elemento está posicionado entre duas superfícies durante o movimento,
reproduzindo neste caso a função dos alimentos [65].
Figura 1. Representação esquemática de diferentes tipos de contatos envolvidos nos efeitos mecânicos. A – contato dois corpos; B – contato três corpos.
O dispositivo pino-disco, processo de análise por deslizamento, é o principal
dispositivo na avaliação do desgaste, mas na prática, pode consistir de
deslizamento e impacto, desde que vibrações possam não ocorrer na superfície do
disco, e estando perfeitamente ajustado ao eixo de rotação. O impacto ocorre em
pequenas oscilações no alinhamento, que depende também da velocidade de
deslizamento e do contato no centro de rotação. Um deslizamento incorreto
usualmente causa deformações plásticas no material, e o impacto pode produzir
falhas, como rachaduras e quebra da superfície, levando a rápida remoção do
material e a produção de resíduos que podem tornar-se a principal causa da
presença do terceiro corpo [66]. Sendo assim, a taxa de desgaste é fortemente
dependente do mecanismo que o processo de desgaste apresenta [62].
Dentre os metais utilizados na Odontologia, uma característica a ser
estudada é como a estrutura de titânio se comporta frente ao desgaste em um
ambiente corrosivo. Durante o ato mastigatório o desgaste do elemento dentário e
da restauração ocorre como conseqüência natural do deslizamento relativo entre
duas superfícies e é o resultado da separação, deposição ou incrustação de
partículas submicroscópicas, microscópicas ou macroscópicas de ambas as
superfícies. O titânio vem apresentando um elevado número de pesquisas para
determinar a sua real aplicação na cavidade bucal, devido principalmente a sua
biocompatibilidade, resistência à corrosão, e baixo peso [67]. Entretanto, alguns
obstáculos são encontrados na incorporação do titânio nas estruturas metálicas
[68], principalmente sendo uma das desvantagens do titânio para estruturas
metálicas a sua pobre característica tribológica [69].
É sabido que a exposição de um metal ao ar promove a formação de filmes
na sua superfície e que esta formação, muito rápida inicialmente, torna-se
exponencialmente mais lenta à medida que a espessura do filme aumenta. Quando
o filme é pouco aderente à superfície do metal, mas em ambiente propício à
formação de filme, o contato tribológico de duas superfície em movimento promove
o desgaste destes e o metal volta a estar exposto ao ambiente e sujeito à formação
de novos filmes. As partículas de desgaste resultantes destes mecanismos,
Os mecanismos de desgaste originam partículas ou resíduos de várias
formas e dimensões. Em ensaios ou na caracterização de uma situação real, essas
partículas podem ser observadas ao microscópio e analisadas em relação a sua
composição química. A importância destas análises reside na obtenção de pistas
sobre os mecanismos predominantes de desgaste que originam as partículas. Uma
observação clínica do desgaste da estrutura metálica em titânio mostrou aumento
na degradação mecânica, ao comparar-se com as ligas metálicas odontológica.
Outros autores [68] observaram um desgaste mais severo nas ligas de titânio em
relação ligas de CoCrMo. Apesar da importância da resistência ao desgaste,
estudos detalhados sobre a performance do desgaste e atrito do titânio são
escassos.
1.2.2 Do Dente (antagonista)
Os dentes, formados por tecidos diferenciados e de origem embriológica
diversa, estão constituídos por um tecido conjuntivo frouxo – a polpa – protegida e
contida por dois tecidos mineralizados, a dentina e o esmalte. O esmalte, de origem
ectodérmica, é o mais denso substrato biológico mineralizado do corpo humano e é
composto por dois tipos de fases, uma orgânica e uma inorgânica. O componente
mineral constitui cerca de 95% do esmalte, sendo composto primordialmente por
fosfato de cálcio em forma de cristais hexagonais de hidroxiapatita. As estruturas
semelhantes às hastes são chamadas de prismas de esmalte, que apresentam um
diâmetro de 3-6 µm. Estes prismas são separados por um fino prisma orgânico,
perpendicular a junção amelo-dentinária [70,71], e matriz orgânica/protéica que
compõem 1% do esmalte, sendo o restante água. A microestrutura altamente
do dente. As características mecânicas do esmalte, e a relação entre estas
propriedades e sua estrutura química, têm um papel importante no estudo do
desgaste, no desenvolvimento de dentifrícios, na prevenção e restauração dentária.
O esmalte dentário é o mais resistente ao desgaste do que a dentina, tanto
para o dente decíduo quanto para o dente permanente. O desgaste ocorre
principalmente na superfície oclusal da coroa dentária [72]. Entretanto, o desgaste
excessivo pode reduzir a função mastigatória, influenciando o crescimento facial da
criança ou resultando em uma desordem bucal, com maior sensibilidade dos
dentes, DTM, entre outras [73].
A literatura odontológica descreve formas adicionais de processos
destrutivos crônicos que, podem levar a perda irrevogável de estrutura dentária
[74], incluindo lesões de cárie, trauma e ação corrosivo-erosivo pelos alimentos e
bebidas [75,76]. Alguns pesquisadores [77,78] usaram modelo “in vitro” para
comparar o potencial erosivo de diferentes bebidas em dentes humano, e depois da
imersão em bebidas com pH baixo, a microdureza de superfície dos dentes foi
reduzida.
A caracterização das propriedades mecânicas do esmalte e como as
tensões são distribuídas para o dente durante a mastigação, são fundamentais para
predizer o ”stress” e a tensão produzidas pelas restaurações dentárias [79].
O esmalte dentário apresenta uma estrutura homogênea e sólida devido a
relação dos túbulos dentinários com a junção amelo-dentinária, em que a dureza
diminui com a variação na morfologia (aumento da densidade de túbulos) e nas
diferentes propriedades dos materiais que constituem o esmalte [80]. A interface
entre a dentina e o esmalte, conhecida como a junção amelo-dentinaria, possui um
papel chave na função do dente, por permitir que o esmalte e a dentina trabalhem
MEV [82,83], autoflorescência [84] e, espectroscopia Raman [85]. As funções desta
camada também foram estudadas por AFM e nano-indentação [86,87], e foi
observado que a junção pode deter a propagação de rachaduras [88] prevenindo
falhas neste sistema.
O efeito da orientação dos túbulos na dureza dos dentes foi verificado por
Xu et al. 1998 [89], no qual avaliaram por meio de dureza Vickers e MEV, a
anisotropia das propriedades mecânicas do dente. A dureza e módulo de
elasticidade foram maiores na área oclusal comparadas às seções longitudinais.
Lees e Rollins 1972 [90] encontraram um módulo de elasticidade de 125 e 115 Gpa
nas áreas oclusais e longitudinais, respectivamente. Contudo, existe uma forte
inter-relação entre as rachaduras formadas na superfície do esmalte com a
orientação dos túbulos dentinários e sua microestrutura [89].
Vários estudos têm analisado as variações nas propriedades do esmalte e
as orientações dos prismas [91-93]. Alguns autores verificaram que a dureza e o
módulo de elasticidade dos dentes são maiores na região oclusal do que na axial,
devido ao grau de mineralização do tecido, variando em 1% no volume de
hidroxiapatita mineralizada [94]. Esta caracterização mecânica indica que existe
variação nos dentes quanto às propriedades do esmalte.
O atrito do elemento dentário é um processo natural e inevitável [73]. Em
pessoas jovens a camada de esmalte possui em torno de 2 a 3 mm e recobre todo
o elemento dentário. Entretanto, com a idade e vários fatores patológicos, o esmalte
vai sendo degradado pela mastigação. Compreender o comportamento do atrito e
do desgaste do dente humano pode ajudar no tratamento clínico e no
desenvolvimento de novos materiais restauradores.
Até o momento uma grande quantidade de dispositivos têm sido utilizados
para teste de desgaste dentário. É compreensível que uma simples máquina de
complexidade das condições da cavidade bucal. Entretanto, alguns simuladores
sofisticados foram desenvolvidos e apresentam algumas particularidades que
obtiveram sucesso em reproduzir procedimentos clínicos de restaurações de dentes
humanos. A principal razão para esta simulação é o desenvolvimento de um novo
aparelho que possa simular movimentos fisiológicos ou padrões de mastigação
existentes na cavidade bucal.
A mastigação é um processo complexo e composto. Parâmetros que
caracterizam a mastigação como forças de mordida, velocidade e a aceleração da
mandíbula variam e dependem do tipo de alimento, tamanho do bolo alimentar,
ação química e física da saliva além de fatores fisiológicos. Existem muitas
descrições dos ciclos mastigatórios [95], e esses são divididos em duas fases: I –
fase de fechamento: quando os dentes são levados em contato; e II – fase de
abertura: quando os dentes são separados. Durante a primeira fase o alimento é
comprimido, e se opõe ao contato dos dentes. Nesta fase um dos fatores
importantes para avaliar a força mastigatória é o tipo de alimento, sendo os molares
os principais dentes para realizar esta função, devido a sua forma complexa que
leva à dinâmica mastigatória [96].
É bem conhecido que a força utilizada na mastigação não é constante. Com
base em muitos trabalhos pode-se supor que a forma da curva de força é
semelhante à metade positiva de uma curva de seno [97]. Entretanto, Kohyama et
al., 2004 [98] mostraram que a cinética da mastigação demonstra uma curva
assimétrica, e depende do tipo de alimento ingerido, sendo que os valores podem
variar entre 33 a 37 N para os incisivos e de 100 a 127 N para os molares. Os
maiores valores foram registrados por Osborn et al., 1997 [99], que também
apontaram variação na máxima força de mordida (70-370N). Na visão da tribologia,
vez que a pressão requerida em sua cinética específica na mandíbula depende da
consistência do alimento.
A cinética da mastigação é dependente do paciente e do tipo de
alimentação [101]. Existem tipos de testes e pesquisas que simulam as condições
reais de mastigação e tentam reproduzir o que acontece na cavidade bucal. Assim
é importante registrar o atrito nesses testes, para permitir obter as características
do processo mastigatório e utilizado-los para avaliar a resistência ao desgaste do
material odontológico investigado [102].
O comportamento do desgaste do esmalte humano em forças cíclicas é
substancialmente diferente daquelas de contato constante. O tipo de força tem
influência no processo de desgaste [103]. O efeito e o tipo de carga utilizada foram
também confirmados durante o experimento [97]. Sendo que, grandes problemas
foram encontrados em tribômetros unidirecionais, em que a taxa de desgaste é
menor em até 10 vezes, quando comparado com aparelhos que realizam
movimento bidirecional. Entretanto, a força da mordida aumenta no final da
mastigação [104]. Em conseqúência, o desgaste sofrido pelo dente é diferente
durante o mesmo ciclo mastigatório.
1.3 Tribocorrosão
Tribocorrosão é definida como um processo de degradação resultante da
ação combinada de desgaste mecânico e químico (ou eletroquímico), sendo de
extrema importância entender que este dois mecanismos funcionam
concomitantemente, de uma maneira complexa, em que a corrosão é acelerada
pelo desgaste mecânico, e simultaneamente o desgaste pode ser afetado pelo
Muitos aspectos relacionados com o mecanismo de tribocorrosão não estão
completamente compreendidos, devido principalmente a alta complexidade dos
mecanismos químicos, eletroquímicos, físicos e processos mecânicos, além de que
a prática da tribocorrosão ainda não está bem definida [106]. Embora o tema
tribocorrosão seja muito interessante e importante, ainda não foi amplamente
estudado. Os estudo voltados para a compreensão da tribocorrosão utilizam-se de
diferentes dispositivos no sistema tribológico: contato de dois corpos (superfícies)
ou três corpos (Figura 1) [107].
Em todos os tipos de contatos, no sistema de tribocorrosão, diferentes tipos
de estruturas podem ser utilizadas como antagonista no contato com uma placa.
Este antagonista (contra-corpo) é normalmente um pino, cilíndrico, cone, ou uma
esfera. Em todos os casos, o pino tem uma superfície lisa, e o contato é bem
definido. Entretanto, o alinhamento do contato na superfície é extremamente crítico,
para a reprodução dos resultados. O contato em forma de esfera está livre de
problemas de alinhamento, mas a área tem um contato menos definido e pode
variar muito durante o experimento devido a formação de ranhuras de desgaste
[107].
O sistema pino-disco convencional inclui um contato de deslizamento,
podendo conter a presença de uma solução, caracterizando um sistema de
tribocorrosão em que o pino desliza sobre uma placa ou um disco, em movimentos
circulares. Outro dispositivo é o pino com deslizamento linear alternativo, onde este
realiza movimentos em linha reta. Em ambos os casos, ou em outros sistemas
tribológicos, o comportamento da tribocorrosão pode ser calculado localmente em
pequenas superfícies. Landolt et al., 2001 [107], sugeriram que os valores do
coeficiente de atrito entre os diferentes sistemas experimentais usados são
de tribocorrosão em cada sistema pode ser influenciado pela posição da placa e do
pino.
Neste estudo, um único sistema foi selecionado baseado na aplicação
prática e/ou nos objetivos deste estudo. Para estudar o efeito da tribocorrosão em
materiais odontológicos com aplicação em prótese dentária, o teste de
deslizamento linear alternativo foi selecionado, para que fosse simulado o desgaste
promovido pelos movimentos cíclicos da mastigação entre as duas interfaces, metal
com o órgão dentário. Para melhor aproximação da real condição bucal, saliva
artificial foi empregada como solução eletroquímica (eletrólito) e o dente humano
como o antagonista (contra-corpo).
Em relação ao procedimento eletroquímico utilizado no estudo dos
mecanismos de tribocorrosão, Ponthiaux et al., 2004 [108] descreveram através do
estudo da tribocorrosão de ligas AISI 316 e ligas de ferro-níquel imersas em ácido
sulfúrico 0.5M, deslizando contra um corindo1 (Al
2O3), que as técnicas aplicadas a
tribocorrosão podem ser realizadas em: medidas de potencial em circuito aberto
(OCP), medidas de polarização potenciodinâmica, e impedância eletroquímica
(EIS), concluindo que as técnicas eletroquímicas oferecem informações essenciais
à compreensão da tribocorrosão.
Com este trabalho, Ponthiaux et al., [106] relacionaram as reações
eletroquímicas em todos os sistemas de tribocorrosão, principalmente relacionadas
a processos cinéticos, em que as técnicas eletroquímicas podem oferecer
informações sobre a velocidade de corrosão, velocidade de passivação,
especialmente na ação mecânica em área de contato, e a velocidade de
restauração do filme passivo. Além disso, medidas podem ser realizadas com as
técnicas eletroquímicas para melhor compreender as condições de atrito e o próprio
mecanismo de desgaste. Estas informações podem ser obtidas pois sobre as
condições de desliza
estado eletroquímico
Estudos mais
estudo do comportam
do ruído eletroquímic
linear de aço inoxidá
potencial e corrente
verificaram que exist
de desgaste-corrosã
mecanismo de corros
[110].
Figura 2. Parâm d
Dentro do
parâmetros eletroquí
zamento, o processo de desgaste é altamen
o da superfície (oxidação, ou desgaste abrasi
ais recentes sugerem novas técnicas eletr
amento tribo-corrosivo dos materiais, com a ap
ico (ENT), tanto em estudo de “fretting” quan
idável, no qual a análise é realizada por me
te frente ao eletrodo [109,110]. Adicionalm
istem numerosas diferenças entre o ENT, sist
são, sendo que a maior diferença está
rosão com o desgaste, que não aparece nos
metros que afetam o sistema de tribocorrosão n deslizamento, sobre controle eletroquímico.
sistema tribo-corrosivo, vários fatores p
uímicos e mecânicos. Entretanto, existem mu
ente dependente do
sivo).
troquímicas para o
aplicação da técnica
nto de deslizamento
eio da flutuação do
almente, os autores
istema de corrosão e
na interação do
s testes de corrosão
no contato de
podem afetar os
que influenciam o sistema de tribocorrosão. A figura 2 ilustra os fatores mais
importantes.
Analisando a Figura 2, existem diferentes variáveis que afetam o sistema de
tribocorrosão que estão relacionadas e combinadas. O sistema é condicionado pela
solicitação mecânica que está relacionada com o “design” e a funcionalidade do
equipamento. A condição eletroquímica resulta do contato da solução com o
material, além das propriedades da superfície da amostra e do antagonista
[28,107].
Este sistema é muito complexo e, usualmente a influência destes
parâmetros no comportamento tribo-corrosivo é mutuamente dependente e não
possuindo ações independentes, confirmando a importância da correta seleção das
variáveis mecânicas e eletroquímicas para a realização do experimento de
tribocorrosão.
Existem alguns fatores que merecem uma atenção especial, quando se trata
da cavidade bucal, tais como a influência da presença de terceiro corpo (Figura 1B),
rugosidade de superfície e transferência de material, além do pH. O conceito de
terceiro corpo foi introduzido para discutir a velocidade de acomodação dos
contatos tribológicos devido a presença de um fluído, partícula ou de ambos, sendo
que sua presença na zona de contato leva a uma ação abrasiva crítica que pode
acelerar o desgaste ou diminuir o atrito, dependendo de suas propriedade físicas ou
do número de partículas presentes [54].
A quantidade de partículas presentes na área de contato tribológico
depende da sua velocidade de formação devido ao desgaste e sua velocidade de
desprendimento da superfície. Este número de partículas depende do aparato
experimental utilizado, incluindo a geometria do contato, a presença ou não de
eletroquímicas que podem influenciar a velocidade de formação e as propriedades
dos resíduos de desgaste.
A degradação mecânica, química ou de ambos, nos materiais metálicos
utilizados em próteses podem gerar micro ou nano-partículas levando a inflamação
tecidual e reações alérgicas, especialmente devido a liberação de íons [111].
Landolt et al., 2001 [107], investigando o efeito do terceiro corpo em ensaios de
tribocorrosão em deslizamento, encontraram considerável fluxo de material formado
e liberado para o meio, formando assim o terceiro corpo, definido como resíduos de
desgaste. Estes autores concluíram que o efeito sinérgico na tribocorrosão é
resultado do mecanismo eletroquímico e mecânico, principalmente na formação,
propriedade e tempo de liberação das partículas de residuais (terceiro corpo).
Em relação à rugosidade, esta tem importante papel na tribocorrosão, por
afetar a velocidade de despassivação e o mecanismo de desgaste. Quando uma
superfície dura desliza sobre uma superfície mole, a rugosidade da superfície mole
adapta-se rapidamente à condição de deslizamento, mas se àquele material mais
duro possui uma superfície rugosa, levará ao desgaste abrasivo do material mole,
onde o filme passivo é localmente removido e a repassivação é ligeiramente maior.
Quando o material mais duro é bem polido, a abrasão da superfície mole é
reduzida. Entretanto, a deformação plástica pode ocorrer, contribuindo para a
ruptura do filme passivo [107].
Este mesmo processo pode levar a impactação do terceiro corpo no
antagonista, influenciando diretamente o sistema tribo-corrosivo. Este fator é
conhecido como transferência de material, que acontece nas áreas de contato
tribológicos e são frequentemente observados nos deslizamentos de superfícies
moles em duras. Geralmente, a transferência leva a alteração no atrito e nas
depende, principalmente das condições eletroquímicas, entre outras, afetando a
velocidade de desgaste mecânico [107].
Alguns ensaios tribo-químoco visaram inicialmente entender a interação dos
materiais com o osso, durante e posterior implantação. Para tal, ensaios de
“fretting” foram realizados, entre eles S. Barril et al., 2004 [112], que estudaram a
influência do “fretting” no comportamento tribo-corrosivo do Ti-6Al-4V em uma
solução de 0.9 wt% de NaCl (cloreto de sódio), observando que a resposta
eletroquímica da liga é afetada pelo “fretting”.
L. Duisabeau et al., 2004 [113], estudaram o efeito do meio no “fretting” de
materiais metálicos para implantes ortopédicos. A liga Ti-6Al-4V e o aço inoxidável
(AISI 316L SS) foram selecionados e testes foram relizados em ambientes seco e
em meios fisiológicos artificiais. O resultado obtido mostrou que a introdução da
solução reduziu a interação entre as duas superfícies, i.e., reduzindo o atrito.
Contudo, o estudo mostrou que a presença da solução altera os resultados, assim
como a natureza da amostra, da carga aplicada e do potencial eletroquímico.
O comportamento da tribocorrosão foi verificado por Choubey et al., 2004
[114], que estudaram biomateriais (Ticp, Ti–6Al–4V, Ti–5Al–2.5Fe, Ti–13Nb–13Zr,
and Co–28Cr–6Mo) em fluídos corporais (solução de Hank’s). O teste contou com
ensaios de “fretting” (10000 ciclos), uma carga normal de 10N, um “stroke” de 80
µm, em uma freqüência de 10 Hz. Os resultados mostraram um coeficiente de atrito
em torno de 0.46-0.50 para as ligas de titânio, com exceção da liga de Ti–5Al–2.5F
e, sugerindo que houve uma ação mecânica abrasiva mais acentuada para as ligas
de titânio. A transferência de material foi observada assim como ranhuras e fendas,
que podem ser relacionadas com a deformação plástica sobre o “stress” tribológico.
O comportamento, como observado pelas citações anteriores, da ação
combinada da degradação mecânica e química é fundamental para o sucesso do
superfície têm um papel fundamental na performance e no tempo de vida do
material. Os filmes passivos da tribocorrosão são devidos ao comportamento
químico e mecânico desses materiais com a proteção do filme de óxidos
anteriormente removido [115]. A compreensão da evolução da repassivação da
superfície após o dano mecânico ou destruição do filme passivo pode oferecer
informações importantes sobre o sistema tribo-corrosivo [28].
A resistência à corrosão dos materiais metálicos é devida a espontânea
formação de uma camada de óxido de proteção na superfície do material, após a
exposição ao oxigênio ou à água, especialmente para o titânio [116-119]. O material
mais estudado frente a ensaios de tribocorrosão é o titânio, e o principal constituinte
do filme passivo deste material é o dióxido de titânio (TiO2), que se forma
expontaneamente na superfície e que se regenera mesmo que destruído.
Normalmente consiste de um filme muito fino (10 nm) e com uma alta densidade de
defeitos. Contudo, a natureza deste filme poroso é dependente da natureza da liga
e da solução [118,120-122].
Os estudos das propriedades do filme passivo em Ticp e das ligas de titânio
foram verificados por Shukla et al., [122] em condições similares ao corpo humano
(Solução de Hank’s), mostrando que existe a formação espontânea do filme passivo
nesta solução. Adicionalmente, quando aplicado um potencial de passivação
anódico ocorre um crescimento desordenado do filme passivo, com a presença de
TiO2 e alguns TiO3 (trióxido de titânio), com menor resistência para a liga de
Ti-13.4Al-29Nb que obteve um filme com características quebradiças.
Huang et al., 2005 [123] realizaram a caracterização do óxido de titânio, no
crescimento do filme passivo em 0.9% de NaCl. Os autores verificaram que no meio
aquoso, os óxidos tipicamente encontrados na superfície do titânio é o TiO2.
